(57)【要約】【課題】超音波画像において、穿刺針等の医療デバイスを明瞭に表示する。【解決手段】ある１本の超音波ビームにおいて、医療デバイスの、超音波プローブに最も近い点Ｃを算出する。用いる医療デバイスの形状に関する情報を予め記憶しておく。最近点Ｃのピクセルｐ(0) から、当該医療デバイスの超音波ビームに沿った方向の寸法ｄorg をとり、この区間のピクセルｐ(0) 〜ｐ(b) に対し、医療デバイスが存在することを示す情報を付与する。【選択図】図４
2010269054.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に対して超音波を送受する超音波プローブと、
超音波プローブにより受信された信号を処理し超音波画像データを作成する画像データ作成部と、
被検体内に挿入される医療デバイスの形状情報を記憶するデバイス情報記憶部と、
を有する超音波診断装置であって、
前記画像データ作成部は、
超音波プローブの送受する１本の超音波ビームについて、前記医療デバイスの、超音波プローブに最も近い点を検知する最近点検知部と、
当該超音波ビームに沿って、検知された最近点からデバイスの形状情報に基づいた所定長さの範囲を医療デバイスが占める範囲として設定するデバイス範囲設定部と、
設定された医療デバイスの範囲を周囲から識別できるように画像データを作成する識別処理部と、
を有する、
超音波診断装置。
【請求項２】
請求項１に記載の超音波診断装置であって、
前記画像データ作成部は、前記最近点を検知するためと、被検体内の超音波情報を得るためとで、異なるダイナミックレンジで超音波の送受信を行うためのダイナミックレンジ変更部、
を有する超音波診断装置。
【請求項３】
請求項１または２に記載の超音波診断装置であって、
１本の超音波ビームごとに、受信された超音波信号から得られた医療デバイスの範囲と、デバイス範囲設定部により設定された範囲との差分の範囲である偽像範囲を特定する偽像範囲特定部と、
前記偽像範囲の画像データを、前記受信された超音波信号から得られた医療デバイスの範囲に隣接する領域の画像データにより補完する補完部と、
を有する、超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波診断装置に関し、特に被検体内に挿入された穿刺針、鉗子等の医療デバイスを観察するのに好適な超音波診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
被検体内に挿入された医療デバイスを監視し、また操作するために、超音波画像を用いる方法が知られている。下記、特許文献１〜３には、医療デバイスとして穿刺針を用い、これを超音波画像上に表示させる技術が記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０００−１８５０４１号公報
【特許文献２】特開２００４−２０８８５９号公報
【特許文献３】特開２００７−１１７５６６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
穿刺針等の医療デバイスは、音響インピーダンスが高いため、超音波画像上で高い輝度で表示される。一方で、超音波プローブから遠くなるほど、超音波ビームのフォーカスが甘くなるので、奥行き方向の寸法が実際より大きく表示される。医療デバイスが穿刺針であれば、プローブから遠い位置ほど、多くの場合、針の先ほど、太く表示される。
【０００５】
本発明は、超音波画像上で医療デバイスの大きさを正確に表すことを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
超音波プローブより超音波を送受信して受信信号を得る。１本の超音波ビームについて、医療デバイスの、超音波プローブに最も近い点を検知する。一方、使用する医療デバイスの形状情報を記憶しておく。検知された医療デバイスの最近点から、その超音波ビームに沿って奥の方向に、医療デバイスの形状情報に基づき所定の長さの範囲を、医療デバイスが実際に占める範囲と設定する。この範囲を、周囲から識別できるように画像データを作成する。
【０００７】
医療デバイスの最近点は、正確に取得できるが、一方で後ろ側は、後方散乱等によりどこまでが実際の医療デバイスであるのか不正確である。用いている医療デバイスの形状情報があれば、前記の最近点から、形状情報に従った寸法の範囲が実際の医療デバイスの占める範囲であることが推定できる。
【０００８】
また、医療デバイスの最近点を取得するためのダイナミックレンジと、通常の、被検体内の超音波情報を得るためのダイナミックレンジとを異なるものとして、これらの間で変更可能にすることもできる。
【０００９】
また、受信された超音波信号から得た医療デバイスの範囲と、前記最近点と形状情報から得た医療デバイスの範囲にずれが生じる。後者は、最近点を基準としているから、ずれが生じるのは超音波プローブから遠い側の部分である。この部分の受信された超音波信号から得た医療デバイスの像は、実際にはデバイスが存在しない偽像である。この偽像の部分の画像データは、一つの超音波ビームに沿って、受信された超音波信号から得た医療デバイスの範囲に隣接する領域の画像データから補完されてよい。
【発明の効果】
【００１０】
本発明によれば、医療デバイスの正確な形状を表すことができる。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】本実施形態の超音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】超音波ビームおよび穿刺針と、受信信号波形を示した図である。
【図３】医療デバイスの位置を表す情報が合成されたラインデータの構造を示す図である。
【図４】受信波形と実際の医療デバイスの太さの関係を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
以下、本発明の実施形態を、図面に従って説明する。図１は、本実施形態の超音波診断装置１０の概略構成を示すブロック図である。超音波診断装置１０は、被検体としての生体に対し超音波を送信し、生体内からの反射波を受信する超音波プローブ１２を有する。超音波プローブ１２は、断層像を得るためのプローブであり、複数の超音波振動素子が１方向に配列された超音波振動子を有する。個々の振動素子の駆動タイミングを制御することで、超音波ビーム１４が形成され、走査される。超音波プローブ１２による超音波の送受信、すなわち超音波振動子の駆動制御は、送受信器１６により行われる。受信された超音波信号は、ビーム形成部１８に送られ、ここで整相加算され受信ビームが形成され、受信ビームごとの超音波受信信号がビーム処理部２０に送られる。ビーム処理部２０においては、送られてきた受信信号に基づき、超音波ビーム上の超音波画像のラインデータが生成される。このビーム処理部２０における処理については、後に詳述する。ラインデータはスキャンコンバータ２２に送られ、ここで超音波診断像が生成され、表示装置等の出力装置へと送出される。
【００１３】
図１には、超音波ビームの走査範囲に医療デバイスとしての穿刺針２６が進入している様子が示されている。穿刺針２６は、例えば超音波プローブ１２に固定されたアダプタ（不図示）に、針自身の軸方向の動きのみ許容されるように支持される。しかし、これに限らず、超音波の走査面内で自由な向きをとれるようにしてもよく、また三次元的にいずれの向きをとることもできるようにしてもよい。
【００１４】
穿刺針２６等の医療デバイスは、金属等の音響インピーダンスが高い材質で形成されており、穿刺針２６からの受信信号は、高い受信強度を有する。穿刺針２６が走査範囲２４にある場合、ビーム形成部１８からビーム処理部２０に送られる受信信号は、穿刺針による高い受信強度を有している。この受信信号は、ラインデータを生成するラインデータ生成部２８に送られ、各超音波ビームごとに、ビーム上の超音波の反射強度の分布データが作成される。一般的には、反射超音波の強度と画像上の輝度が対応するよう、輝度データの分布データとして作成される。一方、ビーム形成部１８から送られた受信信号は、ラインデータ生成部２８でゲイン調整等の処理を受ける前に分岐され、医療デバイス判定部３０に送られる。前述のように、医療デバイスは高い音響インピーダンスを有し、受信信号の高い強度の部分を医療デバイスとして判定する。
【００１５】
図２は、超音波ビーム１４、穿刺針２６および受信信号の波形を示した図である。超音波ビーム１４に対して、超音波ビームのフォーカスの広がりが符号３２にて模式的に示されている。図示するようにフォーカスは、超音波プローブ１２近傍で広く、一旦絞られた後、再度拡がる。穿刺針２６が挿入される位置は、超音波プローブ１２からある程度距離を有する位置であることが想定される。よって、穿刺針２６を観察するにおいては、概略的に超音波プローブ１２から遠くなるほど、フォーカスは広がる。穿刺針２６の超音波プローブ１２に対向する面（以下、前面と記す。）で反射し、これが高い強度となって受信波形３４に表れる。この高い強度の範囲ａをしきい値ＴＨにより判定する。すなわち、生体部分の波形と、穿刺針部分の波形とを弁別するための所定のしきい値ＴＨを、予め定めておき、このしきい値を超えた部分を穿刺針２６の位置とする。図においては、理解しやすいように超音波ビームのフォーカスが広く描かれており、実際の穿刺針前面からの反射波の幅ａは十分小さく、受信波形３４がしきい値ＴＨを最初に超えた位置を、穿刺針２６の前面として実用上問題はない。すなわち、この位置が１本の超音波ビーム上の穿刺針２６の最も近い点（最近点）Ｃである。
【００１６】
データ合成部３６において、ラインデータ生成部２８にて生成されたデータに、医療デバイス判定部３０で判定された穿刺針２６の位置を示すデータを合成し、合成ラインデータを生成する。合成ラインデータの構造の例を図３に示す。図３の一つの行が１個の画素のデータを示し、上位の１ビットが穿刺針２６の位置を表すビット（位置情報ビット）３８であり、以降のビットが当該画素の輝度を示すビット（輝度情報ビット）４０である。医療デバイス判定部３０で判定された穿刺針の位置を表す図２における範囲ａに属する画素に対し、位置情報ビット３８を「１」として、フラグを立て、穿刺針の位置が示される。図３の例においては、しきい値ＴＨを超えた画素全てに対してフラグが立てられているが、最も超音波プローブに近い画素のみにフラグを立てるようにしてもよい。この合成されたデータがスキャンコンバータ２２に送られる。
【００１７】
スキャンコンバータ２２においては、ビーム処理部２０で生成された合成データと、デバイス情報記憶部４２に記憶された穿刺針の形状に関する情報に基づき、診断像が、診断像生成部４４にて生成される。デバイス情報記憶部４２は、医療デバイスの形状に関する情報を記憶しており、穿刺針２６については、少なくとも太さが記憶されている。診断像生成部４４においては、最近点Ｃから穿刺針の太さに対応する数の画素が最高輝度で表示されるように輝度データが生成される。この穿刺針の太さに対応した画素に続く画素においては、超音波の後方散乱等により、前記合成データ上では高輝度となっている場合があり、これの処理について、以下述べる。
【００１８】
図４は、受信波形３４と記憶された穿刺針の太さｄorg の関係を示す図である。横軸は、超音波プローブからの画素数を表す。受信波形３４がしきい値ＴＨを超えた画素の内、最も超音波プローブに近い画素をｐ(0) とし、最も遠い画素をｐ(n) とする。画素ｐ(0)が前述の最近点Ｃに対応する。画素ｐ(0) から画素ｐ(n) の範囲が、超音波像として表れる穿刺針２６の太さｄechoを表す。前述のように、画素ｐ(0) （最近点Ｃ）から穿刺針２６の実際の太さｄorg に対応する長さをとると、画素ｐ(n) より手前の画素ｐ(b) までしか到達しない場合がある。画素ｐ(b+1) から画素ｐ(n) までの区間は、超音波像として表れるが実体はない偽像ｄpse である。この区間の画素の輝度情報を、画素ｐ(n+1) またはそれ以降の画素の輝度情報に置き換え、補完を行う。また、画素ｐ(0) 以前（図中左）の画素も用いて補完してもよい。
【００１９】
医療デバイスの位置が特定できた場合、つまり最近点（Ｃ）が検出された場合、医療デバイスにより生じる多重反射のアーチファクトの発現位置を特定することができる。超音波プローブ表面から医療デバイスまでの距離をｄとしたとき、医療デバイスとプローブ表面間の多重反射の発現位置は、２ｄ，３ｄ・・・である。したがって、多重反射発生予測位置のピクセルについて、この位置に近接するピクセルの輝度値に基づく補完を行い、多重反射によるアーチファクトを消すことができる。
【００２０】
また、医療デバイス検出時と断層画像取得時において、受信ダイナミックレンジを変更するようにできる。断層画像取得時においては、生体内の強反射材質に最適化されたダイナミックレンジに調整されている。医療デバイスは、一般的に生体内の強反射材質より更に強く超音波を反射するが、生体内強反射材質に最適化されたダイナミックレンジでは、飽和して、医療デバイスと生体内強反射材質との弁別が困難になる場合がある。これを避けるために、一般的な生体材料の反射よりも広いダイナミックレンジで受信する回路を設け、医療デバイスの位置を検出するための超音波の走査を定期的に行うようにできる。この回路は、図１の超音波診断装置にビーム形成部１８に組込むことができる。
【符号の説明】
【００２１】
１０  超音波診断装置、１２  超音波プローブ、１４  超音波ビーム、２０  ビーム処理部、２２  スキャンコンバータ、２６  穿刺針、３８  位置情報ビット、４０  輝度情報ビット、４２  デバイス情報記憶部。
【図１】
2010269054.tif 000003
【図２】
2010269054.tif 000004
【図３】
2010269054.tif 000005
【図４】
2010269054.tif 000006